CC BY
24
УДК 531/534:57+612.7
ПРЕДВАРИТЕЛЬНЫЙ АНАЛИЗ НОВОГО ПОЛНОГО ПРОТЕЗА ВИСОЧНО-НИЖНЕЧЕЛЮСТНОГО СУСТАВА С ПОМОЩЬЮ ТРЕХМЕРНОГО МЕТОДА КОНЕЧНЫХ ЭЛЕМЕНТОВ
Т. Шимода*, С. Цуцуми**, С. Сумиоши*, А. Маеда*, Т. Хонда*
*Department of Oral and Maxillofacial Surgery, Fukuoka Dental College, Fukuoka, Japan
**Department of Medical Simulation Engineering, Institute for Frontier Medical Sciences, 53 Kawahara-cho,
Shogoin, Sakuo-ku, Kyoto 606-8507, Japan, e-mail: tsutsumi@frontier.kyoto-u.ac.jp
*Стоматологический колледж, кафедра челюстно-лицевой хирургии, г. Фукуока, Япония
**Институт передовых медицинских наук, кафедра медицинского моделирования в инженерии, г. Киото,
Япония
Аннотация. Неудачные результаты хирургии височно-нижнечеслюстного сустава с последующей резорптивной патологией сустава влекут за собой необходимость использования безопасных полных протезов этого сустава. Для восстановления полностью искалеченного височно-нижнечелюстного сустава реализовать достаточно хорошо функционирующее аллопластическое замещение сустава не удается в сравнении с другими протезами коленного и тазобедренного сустава. Надлежащее проектирование протеза височно-нижнечелюстного сустава должно основываться на всестороннем кинематическом анализе протеза, выполняющего нормальные анатомические функции. По нашему мнению, результат такого кинематического анализа выражается в перемещениях точек мыщелка, расположенных спереди и внизу и около центра вращения мыщелка протеза. Само проектирование состоит в улучшении движения челюсти вперед, так же как и вращательного движения, в сравнении с обычными движениями, с помощью сопоставления точек суставной поверхности. Создать новый протез позволило также многостороннее изменение мыщелковых движений. Проект имплантата основан на результатах работ по обычной полной замене височно-нижнечелюстного сустава. Прототип полного протеза височно-нижнечелюстного сустава Fukuoka представляет собой результат следующего анализа. Для проведения биомеханического исследования с использованием метода конечных элементов был проведен ряд тестов устройств в трехмерных моделях человека. Модель человека была получена на основе двумерных данных компьютерной томографии человека с интервалом 3 мм. Соответствующее проектирование протеза осуществлялось в CAD-системе. Анализ конечно-элементной модели потребовал использования программного пакета COSMOS/WORKS версии 5.0. Количество элементов и узлов составило 81 718 и 16 796 соответственно. К нижней границе нижнечелюстной восходящей ветви была приложена сила величиной 50 Н. Максимальный порядок эквивалентных напряжений Мизеса сравнивался с пределом текучести для кажого материала. Следовательно, трехмерные конечно-элементные данные по эквивалентному напряжению Мизеса и напряжению текучести оказываются надежным иструментом при клиническом использовании полного протеза височно-нижнечелюстного сустава типа Fukuoka.
Ключевые слова: височно-нижнечелюстной сустав, полная замена сустава, метод конечных элементов, трехмерная задача.
© Т. Шимода, С. Цуцуми, С. Сумиоши, А. Маеда, Т. Хонда, 2003
Введение
Необходимость и потребность полного и частичного замещения височно-нижнечелюстного сустава при реконструкции с помощью протеза в процессе хирургической операции остается высокой для таких заболеваний височно-нижнечелюстного сустава как анкилоз, врожденные и приобретенные дефекты, опухоли, дефекты роста и повторяющиеся коррективные хирургические вмешательства. Все они приводят к множеству функциональных отклонений и дефектов сустава. Конечным этапом лечения этих нарушений и дефектов является полная или частичная хирургическая реконструкция височно-нижнечелюстного сустава. Но к настоящему моменту полностью заменяющая система реконструкции, доступная для височно-нижнечелюстного сустава, основана на анатомической морфологии, и поэтому не достигаются характеристические движения сустава, что приводит к значительным осложнениям [1-4].
В общем, движение мыщелка протеза в суставной впадине после хирургической реконструкции височно-нижнечелюстного сустава представляет собой вращательное движение. Это происходит благодаря тому факту, что проектирование мыщелка протеза сустава основывается на его анатомической морфологии [3-5]. Центр вращения связан с действительным центром нижнечелюстного мыщелка человека. Другими словами, смещение мыщелка протеза изначально совпадает со скользящим смещением нижней челюсти. Поэтому смещение мыщелка не происходит, и вследствие этого мускульное движение работает независимо от костной структуры, участвуя лишь во вращательном движении височно-нижнечелюстного сустава. Эти анормальные движения нижней челюсти ведут к другим новым функциональным заболеваниям сустава, и не удается измерить нежелательные воздействия, которые оказываются на контралатеральный нормальный височно-нижнечелюстной сустав [3, 6-9].
В этой работе мы пытаемся разрешить неудобства и проблемы доступных на данный момент систем, полностью реконструирующих височно-нижнечелюстной сустав. Также нами ставится цель разработать и изготовить совершенно новый и оригинальный протез сустава, концептуально основанный на многообразии естественного функционального смещения мыщелка. Этапы разработки при изготовлении нового полностью реконструирующего протеза, фундаментальные, механические и клинические данные постепенно аккумулировались, о чем мы уже писали ранее [8]. В настоящей работе мы приводим результаты по размерам протеза и по выбору места фиксации протеза с помощью компьютерного моделирования репрезентативных клинических данных.
Проектирование
Требуемое проектирование протеза височно-нижнечелюстного сустава должно опираться на всесторонний биомеханический и кинематический анализ протеза с нормальной анатомической формой, такой же, как и у нормального контралатерального сустава.
«Полный протез височно-нижнечелюстного сустава Фукуока» с трехмерным буферным механизмом суставной поверхности для копирования структуры естественного сустава был разработан и представлен для патентования в Службу патентов Японии Т. Шимодой в 1997 году. Разработанный протез был предназначен для решения вышеотмеченных проблем для обычного аллопластического протеза
сустава, не имеющего анатомической имитации. Этот новый протез условно делится на две части: 1) височная часть состоит из слоя впадины (титановый слой) (1) и расположенного выше хрящевого слоя (иИМЖРЕ) (2); 2) нижнечелюстная часть составлена из слоя диска (Со-Сг сплав) (3), нижнего хрящевого слоя (иИЫШРЕ) (4) и слоя мыщелка (титановый слой) (5) (рис. 1).
Теоретические представления и наши клинические наблюдения привели к выводам, что переднее положение и мало перемещающийся центр вращения мыщелка протеза, который в условиях имплантирования играет роль центра, располагается между 5 и 20 мм, желательно около 10 мм, ближе к центру естественного нижнечелюстного мыщелка. Это положение в точности соответствует суставной высоте и смещенному положению мыщелка. Улучшение разработки протеза направлено на то, чтобы получить движение вперед, также как и ротационное движение с использованием точечного контакта суставных поверхностей в сагиттальной плоскости. Также этот новый протез позволяет осуществлять многосторонние сдвиги мыщелка протеза для того, чтобы получить корректное движение с использованием линейного контакта во фронтальной плоскости, а слой диска сохраняет вращательную подвижность в горизонтальной плоскости. Спроектирован окружающий хрящевой слой, который может выходить и не выходить за пределы слоя впадины. Слой диска способен скользить вперед до поверхности окружающего хрящевого слоя с низлежащим хрящом и слоем мыщелка. Особенно важно, что количество движения вперед нижней челюсти не зависит от расстояния между резцами (рис. 2).
Подходящее соответствие в протезе между сторонами черепа и нижнечелюстной восходящей ветви может быть получено с использованием регулировки. Материалы, используемые в разработке имплантата, основаны на работах по обыкновенному ортопедическому протезу, полностью замещающему сустав.
1. Височная часть
2. Челюстная часть
Слой впадины (1)
Слой верхнего хряща (2)
Слой диска (3)
Слой нижнего хряща (4)
I—Слой мыщелка
(•) I (5)
Вид протеза сбоку
Фронтальный вид
Рис. 1. Вид сбоку и спереди нового разработанного тотального протеза височно-нижнечелюстного сустава Фукуока. На схеме показаны: 1) височная часть, которая состоит из слоя впадины (титановый слой) (1) и слоя верхнего хряща (UИMWRE) (2); 2) челюстная часть, составленная из слоя диска (сплав Со-Сг) (3), слоя нижнего хряща (UИMWRE) (4) и (5) слоя
мыщелка (титановый слой)
а Ь
Рис. 2. Иллюстрации нового спроектированного сустава (а) и обычного протеза (Ь). Количество движения вперед в нашем протезе не зависит от увеличения раскрытия рта, в то время как обычный протез увеличивает диапазон движения
Рис. 3. Создание трехмерной модели твердого тела, данные со снимков компьютерной томографии лицевой области черепа, снятые с интервалом 3 мм
Методы и анализ
1. Создание трехмерной модели твердого тела. Для создания трехмерной (3D) модели твердого тела были проанализированы и обработаны в программном пакете для работы с 3D моделями данные изображений, полученных компьютерной томограммой черепа с интервалом 3 мм между сечениями. Имитация (Materialise, Belgium) и создание трехмерной модели были завершены в пакете 3D CAD, SolidWorks 2000 (Solid Works, USA). Трехмерная модель твердого тела протеза височно-нижнечелюстного сустава в 3D CAD, Solid Works 2000 (Solid Works, USA), создавалась как объединение височной и нижнечелюстной частей (рис. 3).
Рис. 4. Трехмерная конечно-элементная модель, Рис. 5. Анализ, произведенный с новым протезом, обработанная в пакете COSMOS Works Version 5.0. показал, что нижняя челюсть протеза немного Число элементов и узлов составило 81 718 и вращается против часовой стрелки, а напряжения, 16 796 соответственно отмечаемые в области винтового крепления,
увеличиваются книзу
2. Создание конечно-элементной модели на основе CAD-модели. Построение конечно-элементной трехмерной модели на основе CAD-модели и ее анализ производились с помощью специализированного программного пакета COSMOS Works Version 5.0 (S.RA.C, USA). Число элементов и узлов составило 81 718 и 16 796 соответственно (рис. 4).
3. Свойства материала. Свойства каждого из используемых материалов уже были описаны и представлены. Модуль упругости для кости был выбран равным 10000 МПа, а коэффициент Пуассона - 0,3. Слои мыщелка и впадины имитировались свойствами титана, и поэтому модуль упругости составил 1,1х10 МПа, а коэффициент Пуассона -0,3. Слой диска был создан из сплава Co-Cr с модулем упругости 2,3х1011 МПа и коэффициентом Пуассона 0,3. Слои нижнего и верхнего хрящей формировались из высокомолекулярного полимера (UHMWRE) с модулем упругости 5.5х108 МПа и коэффициентом Пуассона 0,46.
4. Ограничения и нагрузки. Череп считался зафиксированным и область закреплений и нагрузки была установлена на части скуловой дуги и верхней границе височной кости у основания черепа. Кроме того, нижняя граница восходящей ветви нижней челюсти считалась неподвижной, так что боковое движение оказывается ограниченным. К восходящей ветви нижней челюсти прикладывалась сила 50 Н под углом 45° в задне-верхнем направлении.
5. Метод расчета. С помощью конечно-элементного программного пакета COSMOS/M
Version 2.5 (S.R.A.C., USA) был произведен линейный анализ. Напряжения сжатия и
растяжения, сдвиговые напряжения объединялись и анализировались как одноосный
составной эквивалент напряжения Мизеса.
Результаты и обсуждение
В данной работе рассматривается способ лечения постоянной дисфункции височно-нижнечелюстного сустава, вызванной такими причинами, как анкилоз, остеоартроз, опухоль, развивающиеся заболевания и/или многократные операции на суставе. Целью лечения является полная или частичная замена сустава аллопластическим протезом. Обычный полный аллопластический протез описан в работах Кина et al. [1], Кента et al. [2], Меркури et al. [4] и Ван Луна et al. [6,7]. Однако только в работах Ван Луна содержатся идеи изобретения без имитации анатомических функций.
По сути в этих и других известных протезах подобного типа копируются анатомическая форма естественной суставной поверхности, т.е. нижнечелюстного мыщелка, суставного выступа и гленоидальной впадины. Также до сих пор остается спорным, что латеральные крыловидные мышцы могут управлять горизонтальным смещением аллопластического протеза, даже если эти мышцы крепятся к естественному мыщелку.
Вообще говоря, после имплантирования известных протезов нижняя челюсть может только лишь вращаться вокруг фиксированной точки со стороны протеза, которая, по существу, соответствует центру замещаемого естественного сустава. Так взамен поступательного перемещения сустава, вызываемого мышцами, достигается вращение вокруг фиксированной точки. Это оказывается неудобным для пациента и ухудшает качество выполняемой челюстью функции. Неестественное вращение приводит к появлению ненормальных нагрузок на сустав, таким образом увеличивая риск дисфункции противоположного сустава. Очень нежелательно, когда протез устанавливается пациенту, страдающему от болезни, которая стремится поразить суставы. Из-за описанных выше недостатков известных протезов височно-нижнечелюстного сустава полное его замещение на практике производится редко.
Поэтому неудачные результаты височно-нижнечелюстной хирургии и резорбтивные патологии сустава требуют создания безопасных протезов, полностью замещающих сустав. В отличие от протезов колена и тазобедренного сустава для восстановления полностью пораженного височно-нижнечелюстного сустава пока еще не существует хорошо функционирующей аллопластической замены.
Результаты работы относятся к анализу костной структуры в этом значимом протезе. Что касается скуловой дуги, то напряжения сосредотачиваются на скуловых отростках височной кости. Максимальные напряжения, возникающие в передней области, распределяются по области фиксации винтов. Нижняя челюсть немного вращается против часовой стрелки и напряжения передаются в область фиксации винтов, которые работают в нижнем направлении. Этот феномен преобладает при поступательном движении челюсти, рис. 5.
Что касается нижних частей протеза челюстного сустава, то в нем наблюдались напряжения в задней области слоя впадины. В отношении фиксации винтами максимальные напряжения были отмечены в пространстве между слоем впадины протеза и костью, а также в передней области кости. Передняя поверхность стержня слоя диска испытывает максимальные растягивающие напряжения, а сжимающие напряжения оказались на задней поверхности. Напряжения распределяются по области крепления винтами слоя мыщелка в нижнем направлении. К тому же в пространстве между слоем мыщелка протеза и кости наблюдались максимальные напряжения.
Максимальные напряжения текучести оценивались для каждого материала, используемого в этой конструкции, в сравнении с нашими представленными результатами: сплав Co-Cr - 500 МПа, титан - 825 МПа, высомолекулярный
полиэтилен (UHMWRE) - 22 МПа. Из проведенных тестов и анализа максимальное достигнутое значение напряжения Мизеса составило 218,4 МПа для сплава Со-Сг, 31,7 МПа для титана, 11,5 МПа для высокомолекулярного полиэтилена (UHMWRE). Если говорить о костной структуре, то напряжение текучести составило 68,4 МПа и, как это следует из наших тестов и анализа, максимальное значение напряжения Мизеса равно 4,7 МПа. Таким образом, результаты исследований подтверждают востребованность нашего протеза височно-нижнечелюстного сустава для клинического использования.
К тому же для решения проблемы максимальных напряжений, которые были отмечены в пространстве между протезом и костью, мы настойчиво рекомендуем располагать место крепления так, чтобы достигалось наибольшее соответствие морфологии кости. Это необходимо сделать для того, чтобы исключить появление зазоров между протезом и костью.
Заключение
В данной работе с помощью метода конечных элементов в саггитальной и фронтальной плоскостях исследуется прототип «полного протеза височно-нижнечелюстного сустава Фукуока». Исследование показало такое же идеальное распределение напряжений как и в естественном височно-нижнечелюстном суставе. Поскольку в данной работе не рассматривается эффект смазки и не используется нелинейный анализ, в ближайшем будущем планируется провести соответствующие тесты на животных и применение результатов на пациентах.
Список литературы
1. Kiehn C.L., DesPrez J.D., Converse C.F. Total prosthetic replacement of the temporomandibular joint // Ann. Plast. Surg., 1979. Vol. 2, No 1. P. 5-15.
2. Kent J.N., Misiek D.J., Akin R.K., Hinds E.C., Homsy C.A. Temporomandibular joint condylar prosthesis: a ten-year report // J. Oral. Maxillofac. Surg., 1983. Vol. 41, No 4. P. 245-254.
3. McBride K.L. Total temporomandibular joint reconstruction // Complication. Modern practice in orthognathic and reconstructive surgery / Edited by Bell WH. Saunders. 1992. P. 788-793.
4. Kent J.N., Block M.S., Halpern J., Fontenot M.G. Long-term results on VK partial and total temporomandibular joint systems // J. Long Term Eff. Med. Implants. 1993. Vol. 3, No 1. P. 29-40.
5. Mercuri L.G., Wolford L.M., Sanders B., White R.D., Hurder A., Henderson W. Custom CAD/CAM total temporomandibular joint reconstruction system: preliminary multicenter report // J. Oral Maxillofac Surg., 1995. Vol. 53, No 2. P. 106-116.
6. Van Loon J.P., Otten E., Falkenstrom C.H., de Bont L.G., Verkerke G.J. Loading of a unilateral temporomandibular joint prosthesis: a three-dimensional mathematical study // J. Dent. Res., 1998. Vol. 77, No 11, P. 1939-1947.
7. Van Loon J.P., Falkenstrom C.H., de Bont L.G., Verkerke G.J., Stegenga B. The theoretical optimal center of rotation for a temporomandibular joint prosthesis: a three-dimensional kinematic study // J. Dent. Res., 1999. Vol. 78, No 1. P. 43-48.
8. Shimoda T. TM joints prothesis / Japanese Patent application H11-146889. 1999. P. 1-11.
9. Healy W.L., Iorio R., Lemos M.J. Athletic activity after joint replacement // Am. J. Sports. Med., 2001. Vol. 29, No 3, pp. 377-388.
T. Shimoda, S. Tsutsumi, S. Sumiyoshi, A. Maeda, T. Honda (Fukuoka, Kyoto; Japan)
A PRELIMINARY ANALYSIS OF NEW TOTAL TEMPOROMANDIBULAR JOINT PROSTHESIS BY THREE-DIMENSIONAL FENITE-ELEMENT
METHOD
Unsuccessful results of temporomandibular joint (TMJ) surgery and resorptive joint pathology, necessitates the availability of a safe TMJ total joint prosthesis. For the reconstruction of completely mutilated TMJs, a well-functioning alloplastic joint replacement is not yet available compared with other knee and hip joint prostheses.
A proper design of TMJ joint prosthesis should be based on a comprehensive kinematic analysis of the prosthesis with a normal anatomical function. In our opinion, kinematic analysis results in an anterio-inferiorly located positions of condylar dislocation and nearly closed center of rotation of the prosthetic condyle. The design is improvement of the protrusive movement as well as rotational movement with respect to conventional one using the point to the point of the articular surface. Also, this new joint prosthesis is obtained by several side shifts of condylar movements due to adjust the correct movement. The implant design is based on the results of the studies of conventional orthopedic total joint prosthesis.
The prototype of the Fukuoka TMJ total joint prosthesis represents the investigation of the following analysis. A series of tests of the devices in human three-dimensional models has been conducted to apply the biomechanical investigation using finite element method. The model is established and translated from two-dimensional human CT data of 3mm interval. The proper design of prosthesis is realized within the solid CAD system. An analysis of finite element model is to use the COSMOS/WORKS software version 5.0. Number of elements and nodes are 81,718 and 16,796 respectively. The strength of load 50N weightes the inferior border of mandibular ascending ramus. The maximum order of Mises equivalent stress is compared with yield stress of each materials.
Consequently, three-dimensional finite element data of the equivalent von Mises and yield stress proved thoroughly strength for clinical usage of the Fukuoka TMJ total joint prosthesis.
Keywords: temporomandibular joint, total joint prosthesis, finite emelent method, three-dimensional problem.
Получено 10 апреля 2003
